А. Костин, Ю. Балашов

Проектирование устройств первичной обработки электрокардиосигнала для дистанционного мониторинга

Излагаются методы и алгоритмы оцифровки, фильтрации, компрессии и передачи электрокардиосигнала в системах дистанционного кардиологического мониторинга реального времени и холтеровских регистраторах, а также рекомендации по выбору элементной базы.

Первичной обработкой электрокардиосигнала (ЭКС) называется последовательность процессов, необходимых для преобразования слабых биопотенциалов, которые возникают на поверхности тела человека в результате возбуждения сердечных мышц, в файл цифровых данных, пригодный для последующего анализа. К первичной обработке также относится измерение отдельных параметров сигнала с целью выявления критических изменений состояния организма и незамедлительной генерации сигнала тревоги. Задачами вторичной обработки могут быть расчет амплитудного и частотного спектров, распознавание образов, статистический анализ результатов, формирование баз данных, разработка рекомендаций для специалистов (например, рекомендаций по диагностике, лечебно-оздоровительным мероприятиям) и т.д. [1]. Вторичная обработка производится преимущественно в отложенном режиме и осуществляется устройствами вторичной обработки (УВО) электрокардиосигнала, в роли которых обычно выступают персональные ЭВМ. Однако однозначно провести границу между первичной и вторичной обработкой электрокардиосигнала невозможно. В системах дистанционного кардиомониторинга первичная обработка осуществляется портативными устройствами (кардиомониторами или регистраторами), называемыми также устройствами первичной обработки (УПО) [2]. Высокие требования предъявляются, с одной стороны, к габаритам и массе портативных устройств, а также величине потребляемой энергии, с другой стороны — к вычислительной мощности. Таким образом, первичная обработка ЭКС является важнейшей проблемой в электрокардиографии. Она включает в себя следующие задачи, или этапы:

• усиление ЭКС;
• оцифровка;
• фильтрация от помех;
• компрессия;
• передача ЭКС по каналам связи.

В зависимости от методов решения и конечной цели, эти этапы могут выполняться и в другом порядке, а некоторые могут быть опущены. Например, если целью электрокардиографии является получение ритмограммы — последовательности значений периодов сокращения сердца, — то электрокардиосигнал не нуждается в фильтрации, передаче и, следовательно, компрессии — достаточно обнаруживать R-зубцы, измерять интервалы между их появлением и передавать в ЭВМ только эти данные. Однако для полного анализа электрокардиосигнала необходимо решить все перечисленные задачи. Эти задачи и методы их решения взаимосвязаны, например, с помощью одной микросхемы могут быть реализованы усиление и оцифровка ЭКС, а с помощью одного математического преобразования может быть произведена фильтрация от шумов и компрессия электрокардиосигнала. Рассмотрим эти методы подробнее.

Усиление электрокардиосигнала

Известно, что максимальная амплитуда электрокардиосигнала составляет 1 ...5 мВ, а, согласно международному стандарту передачи цифровых электрокардиограмм SCP-ECG [3], значение младшего значащего разряда цифрового сигнала должно составлять не менее 5 мкВ. Следовательно, с учетом дрейфа изолинии ЭКС, для перевода его в цифровую форму посредством обычного аналого-цифрового преобразователя (АЦП), имеющего диапазон входного сигнала порядка нескольких вольт, сигнал необходимо усиливать в 100-500 раз. При этом не должны вноситься существенные шумы, и желательно, чтобы производилась низкочастотная и высокочастотная фильтрация, а также подавление синфазной помехи.

Два варианта построения схем усиления представлены ниже. Такие решения удобны при обработке нескольких электрокардиографических отведений с одноканальным или многоканальным АЦП, в том числе и встроенным в центральный процессор.

Схема усиления, являющаяся частью схемы обработки аналогового кардио-сигнала, изображенной на рис. 1, состоит из фильтров, аналогового мультиплексора и собственно усилителя. В простейшем случае, если применяется цифровая обработка сигнала, в качестве фильтров могут быть использованы RC-цепочки. Электрокардиосигналы с различных электродов, расположенных на поверхности тела, через RC-фильтры поступают на аналоговый мультиплексор (MUX), который коммутирует их на вход схемы усиления и АЦП [4]. Это построение имеет высокую экономичность по стоимости и по потребляемой мощности и занимает относительно малую площадь печатной платы. Недостатком схемы является необходимость пропускать ЭКС через мультиплексор перед усилением, что увеличивает долю помех в конечном сигнале, а также фазовый сдвиг между оцифрованными сигналами с различных отведений.

Рисунок 1. Схема усиления и оцифровки ЭКС с одноканальным АЦП

Вторая схема, изображенная на рис. 2, лишена первого и частично второго недостатка. За счет того, что каждый усилитель постоянно подключен к одним и тем же электродам, в них отсутствуют переходные процессы после переключения каналов мультиплексора. Следовательно, можно значительно сократить период переключения и время выборки АЦП, за счет чего фазовый сдвиг между сигналами уменьшается до единиц микросекунд.

Рисунок 2. Схемы усиления и оцифровки ЭКС с многоканальным АЦП

В качестве кардиоусилителей применяются микромощные прецизионные инструментальные усилители INA118 [5], имеющие дифференциальные входы с сопротивлением порядка 10 ГОм, которые позволяют подавить синфазную помеху, например наводку от электрической сети, на 120 дБ при коэффициенте усиления 100.

Оцифровка электрокардиосигнала

В последнее время в цифровых приборах первичной обработки электрокардиосигнала широко применяются АЦП, работающие по принципу сигма-дельта-преобразования, производящие оцифровку аналогового сигнала и значительно увеличивающее отношение сигнал/шум [2, 6].

Микросхема AD7714 фирмы Analog Devices имеет три дифференциальных канала и позволяет осуществлять дискретизацию входного сигнала с частотой до 1 кГц в одноканальном режиме [7]. Диапазон входного сигнала задается центральным процессором и может составлять от ±20 до ±2500 мВ при коэффициенте усиления от 128 до 1 соответственно. Все управляющие данные и оцифрованный сигнал передаются по двухпроводному последовательному интерфейсу SPI. От источника питания напряжением 3 В потребляется ток не более 0,5 мА. Однако, наряду с достоинствами, этот АЦП имеет и недостатки. Ввиду особенностей встроенного фильтра, поочередное использование всех трех каналов не позволяет производить дискретизацию сигнала с частотой более 112 Гц, что ухудшает качество цифрового электрокардиосигнала. При этом задержка измерений между соседними каналами составляет около 9 мс. Применение АЦП AD7714 является идеальным решением лишь для системы кар-диомониторинга с одним электрокардиографическим отведением.

Для систем с несколькими отведениями целесообразнее использование микросхемы AD7716 или AD7731 [7]. AD7716 представляет собой четыре АЦП на одном кристалле с объединенными системами управления, тактирования, интерфейса и питания. Полоса пропускания — до 584 Гц, разрядность данных — 22 бит, потребляемый ток — 10 мА при напряжении питания 5 В. Другой АЦП — AD7731 — отличается от AD7714 наличием технологии FastStep™, благодаря чему лишен такого недостатка, как медленное переключение между каналами. Однако, этот АЦП требует двух напряжений питания: аналогового 5 В (потребление не более 10,3 мА) и цифрового 2,7'...5,25 В (потребление не более 3,2 мА), что усложняет его применение.

Для микропотребляющих устройств с невысокими требованиями по частоте дискретизации (до 120 Гц) возможно применение новейших одноканальных сиг-ма-делтьта-АЦП AD7790/7791 с потреблением 195 мВт [7].

Для оцифровки электрокардиосигнала в приборах, построенных по схемам, изображенным на рисунках 1 и 2, можно использовать аналого-цифровые преобразователи различных типов (последовательные, параллельные, интегрирующие, сигма-дельта и т.д.). Выбор АЦП следует производить в соответствии с такими техническими параметрами, как максимальная частота дискретизации, число входных каналов, разрядность и число незначащих бит, ошибки квантования и др.

Диапазон входного напряжения должен соответствовать диапазону выходного напряжения кардиоусилителя, разрядность квантования — 12...24 бит. Определение же максимальной частоты дискретизации — более сложный вопрос. Для системы с одним отведением достаточно частоты 256...1024 Гц. Если снимается одновременно несколько отведений, то возможны два варианта: в простейшем случае, когда интервал времени между оцифровкой двух отведений не имеет значения, максимальная частота дискретизации рассчитывается по формуле:

где F_Д — частота дискретизации одного отведения; N — число отведений.

В другом случае важно получить значения электрокардиосигнала с нескольких (обычно двух) отведений в один момент времени, например, когда значения ЭКС одного из анализируемых отведений получаются не путем прямой оцифровки сигнала, а методом алгебраического сложения значений ЭКС двух оцифрованных отведений. Таким способом из первого и второго стандартных отведений можно получить третье и все три усиленных отведения [4]. Это решение позволяет значительно упростить схему коммутации и усиления ЭКС, но предъявляет повышенные требования к частоте дискретизации АЦП:

где t — максимально допустимый интервал между оцифровками двух отведений.

При этом должны соблюдаться два условия:

где t — продолжительность выборки и преобразования одного отсчета сигнала.

Для портативного кардиомонитора очень экономичным является решение, когда для оцифровки ЭКС используется АЦП, размещенный на кристалле центрального процессора. Эти АЦП имеют, как правило, худшие параметры, чем у однокристальных преобразователей, однако, используя качественные усилители и цифровую обработку сигналов, можно добиться вполне приемлемых результатов.

Выбор центрального процессора

В настоящее время существует большое количество микроконтроллеров и цифровых процессоров обработки сигналов (ЦПОС), имеющих достаточно мощный АЦП на своем кристалле. Применение для оцифровки ЭКС аналого-цифрового преобразователя, встроенного в процессор, позволяет сократить число элементов в схеме, уменьшить габариты печатной платы, повысить надежность, увеличить скорость обмена данными с АЦП (за счет использования внутренних шин процессора), уменьшить потребляемую прибором мощность, сделать его более дешевым и доступным. Помимо функций аналого-цифрового преобразования, процессор должен выполнять также и задачи управления всеми схемами прибора и цифровой обработки ЭКС (фильтрация, компрессия, измерение R-R-интервалов, уровня ST-сегмента и др.), а также сохранения электрокардиосигнала в энергонезависимой памяти или передачи его по радиоканалу в центр сбора кардиологической информации. Все это требует достаточно высокопроизводительных микропроцессоров, а с учетом батарейного питания, и микропотребляющих.

Микроконтроллер MSP430 [8] фирмы Texas Instruments имеет 12-разрядный 8-канальный АЦП с внутренним источником опорного напряжения и устройством выборки-хранения. Время выполнения арифметических операций составляет 125 не при потреблении 7 мВт. Это позволяет использовать MSP430 в качестве управляющего (и оцифровывающего) процессора в кардиомониторах с батарейным питанием и средними по сложности задачами обработки электрокардиосигнала. Максимальная частота дискретизации встроенного 8-канального АЦП достигает 470 кГц, что позволяет оцифровывать несколько отведений ЭКС практически одновременно (с интервалом 2,125 мкс).

Для более сложной и ресурсоемкой обработки данных подходит микроконтроллер eCOGl [9]. Максимальная тактовая частота его ядра составляет 25 МГц, напряжение питания — 3,3 В, потребление — 400 мкА/МГц. Микроконтроллер построен по гарвардской архитектуре и имеет 64 Кслов встроенной Flash-памяти и 4 Кслов ОЗУ. Два аналоговых входа встроенного 12-разрядного АЦП являются дифференциальными, что положительно сказывается на качестве оцифрованного ЭКС.

Высший уровень среди процессоров, применяемых для обработки ЭКС, занимают цифровые процессоры обработки сигналов. Отдельные модели ЦПОС семейства TMS320 имеют два 10-раз-рядных АЦП со встроенным устройством выборки-хранения. Минимальное время преобразования АЦП равно 0,375 мкс. Процессор имеет 16 аналоговых входов, сигналы с которых подаются на АЦП через два 8-входовых мультиплексора. Процессоры данного семейства достигают производительности 40 MIPS (миллионов целочисленных операций в секунду).

Фильтрация от помех

В устройствах первичной обработки электрокардиосигнала, построенных по схемам, изображенным на рис. 1 и 2, фильтрация полезного сигнала от помех осуществляется, как правило, программным способом. В наиболее простых приборах эта функция не реализована вовсе и возлагается на устройства вторичной обработки (ПЭВМ).

По источнику возникновения помехи можно разделить на три вида.

К первому виду относятся помехи, наводимые извне на тело человека, провода передачи сигнала и электронные схемы кардиомонитора. Примером может служить наводка от проводов электрической сети частотой 50 Гц или шум амплитудой в несколько мВ в полосе кардиосигнала.

Второй вид — это помехи, появляющиеся в результате недостаточно хорошо обеспеченного качества передачи ЭКС от тела человека к АЦП, например, плохой контакт электрода с кожей или очень большая длина соединительных проводов.

К третьему виду относятся помехи, источником которых является организм человека, например, разность потенциалов, возникающая в результате мышечной активности во время движений. Помехи третьего вида устранить очень сложно, для этого требуется большая вычислительная мощность, вследствие чего эта задача обычно возлагается на устройства вторичной обработки электрокардиосигнала.

Рассматриваемые далее методы фильтрации применяются преимущественно к помехам первого и, в некоторой степени, второго вида.

Для программной фильтрации используются различные арифметические преобразования, цифровые фильтры [10] или более сложные алгоритмы, реализующие частотное преобразование сигнала и корреляционный анализ.

Среди арифметических преобразований существует не менее двух простых способов фильтрации. Первый — сглаживание сигнала по формуле

где EKS_i— i-и отсчет электрокардиосигнала; ks— коэффициент сглаживания, находящийся в пределах 0,1...0,9.

Второй способ арифметической фильтрации — усреднение соседних отсчетов:

где EKS_k — отсчеты исходного электрокардиосигнала; EKS^'_i.— отсчеты отфильтрованного электрокардиосигнала; m — число усредняемых отсчетов, выбираемое из ряда 3, 5, 7...

Результат работы алгоритма усреднения представлен на рис. 3. В верхней его части изображен график исходного, зашумпенного электрокардиосигна-ла, в нижней - сигнала на выходе алгоритма фильтрации.

Рисунок 3. Фильтрация методом усреднения

Здесь применена модификация алгоритма усреднения, использующая дифференцированный подход к различным участкам электрокардиосигнала. На отфильтрованном графике отчетливо видны не только QRS-комплексы и Т-зубцы электрокардиограммы, но даже и Р-зубцы, имеющие относительно малую амплитуду.

Частотное преобразование является более ресурсоемким методом фильтрации. Классическим примером частотного преобразования является дискретное преобразование Фурье (ДПФ), которое декомпозирует сигнал на синусоидальные компоненты. Другим примером является дискретное косинусное преобразование (ДКП) [11]. Это преобразование осуществляется путем вычисления свертки сигнала конечной длины с косинусной функцией. В результате получается ряд коэффициентов, который и подвергается дальнейшей обработке, но, в отличие от ДПФ, эти коэффициенты являются не комплексными, а вещественными, что значительно упрощает реализацию данного алгоритма машинным способом. Прямое и обратное ДКП задаются выражениями:

где

N - число отсчетов на выбранном для преобразования участке ЭКС; К — число получаемых коэффициентов, К Ј N; EKS_j — амплитуда j-го отсчета электрокардиосигнала, j= 0...N-1; Х_k — k-й коэффициент, k= 0...K-1.

Корреляционные методы фильтрации основаны на сравнении исходного ЭКС с имеющимися в базе данных образцами участков и соответствующей замене ими сигнала. Такой метод также позволяет хранить и передавать минимальный объем данных, однако требует очень большой вычислительной мощности и памяти под базу данных и поэтому в портативных устройствах применяется редко.

Компрессия электрокардиосигнала

Дискретное косинусное преобразование позволяет не только очищать электрокардиосигнал от помех, но одновременно и сжимать его. На этом преобразовании основаны международные стандарты компрессии изображения и звука JPEG, MPEG, H.320.

Одним из перспективных, но окончательно не отработанных методов очистки от помех и компрессии электрокардиосигнала является вейвлет-преобразование [12]. Это преобразование позволяет более точно, чем ДКП, передавать малозаметные особенности коротких участков сигнала, однако в этом случае степень сжатия будет несколько меньше, чем у ДКП, или потребуется больше вычислительных мощностей.

Сокращение объема передаваемых данных в системах дистанционного контроля снижает требования к пропускной способности канала связи, что особенно актуально для телефонных линий связи. Алгоритмы сжатия сигнала подразделяются на алгоритмы с кодированием без потерь и с кодированием с потерями некоторых данных. Кодирование без потерь позволяет полностью восстановить исходный сигнал, однако кодирование с потерями имеет более высокий коэффициент сжатия. Для оценки эффективности сжатого представления сигнала обычно применяются два показателя: коэффициент сжатия, определяемый отношением числа исходных отсчётов сигнала к числу полученных координат, и среднеквадратическая ошибка (СКО) восстановления сигнала [13, 14], вычисляемая по формуле:

где EKS_i и EKS^'_i — отсчеты исходного и восстановленного ЭКС, соответственно; N— число отсчетов электрокардиосигнала.

Среди алгоритмов сжатия без потерь широкое распространение получили методы, основанные на амплитудно-временных преобразованиях сигнала. Наиболее простой из них — метод разностного кодирования, который обеспечивает сокращение избыточности регулярной выборки отсчетов за счет уменьшения объема каждой координаты. Принцип кодирования заключается в том, что для каждого Аго отсчета электрокардиосигнала EKS вычисляется разность значений соседних ординат

абсолютное значение которой имеет разрядность значительно меньшую, чем разрядность исходного ЭКС, особенно на участках с малой крутизной. На практике степень сжатия для электрокардиосигнала разрядностью 12... 16 бит с частотой дискретизации 256 Гц не превышает 1,8. Это объясняется тем, что некоторые участки ЭКС (чаще всего QRS-комплексы) имеют очень большую крутизну. Степень сжатия этим методом увеличивается с уменьшением разрядности ЭКС и с увеличением частоты дискретизации. Так, например, для последовательности отсчетов разрядностью 8... 12 бит, следующих с частотой 500 Гц, удается добиться сжатия более чем в 4 раза [13].

Из многообразия методов сжатия с потерями можно выделить упомянутое выше ДКП, которое при допустимом несовпадении исходного и восстановленного ЭКС дает сокращение объема данных более чем в 5 раз за счет удаления высокочастотной составляющей. ДКП достаточно легко реализуется на относительно маломощных микропроцессорах. Число необходимых умножений равно

где N— число отсчетов ЭКС, участвующих в преобразовании; К— число получаемых коэффициентов ДКП.

Разработан быстрый алгоритм ДКП 64 отсчетов электрокардиосигнала, оптимизированный под микроконтроллер MSP430 и выполняемый всего за 6 мс, что не превышает времени выборки трех отсчетов при частоте дискретизации 500 Гц и тем самым освобождает машинное время для других задач обработки ЭКС.

Среди адаптивных методов компрессии сигнала наибольший практический интерес представляют апертурные методы, осуществляющие контроль абсолютной ошибки при определении избыточных отсчетов и выборе существенных, т.е. передаваемых ординат. Принцип их действия заключается в последовательном продвижении по дискретным регулярным отсчетам до некоторого п-го отсчета, в котором отклонение аппроксимированной ординаты от исходной превышает некоторое значение, задаваемое апертурой d. Апертурная аппроксимация сигнала может быть реализована также путем сравнения отсчетов сигнала с его представлением алгебраическими полиномами [13].

Передача электрокардиосигнала

Последний этап первичной обработки — передача электрокардиосиг-нала по каналам связи в устройства вторичной обработки [15]. В холтеровской системе кардиомониторинга это делается в отложенном режиме после снятия ЭКС путем непосредственного подключения прибора к ПЭВМ. В более интеллектуальных системах дистанционного кардиомониторнига передача ЭКС производится по радиоканалу в режиме реального или псевдореального (периодический выход на связь для передачи накопленных данных) времени. Для режима реального времени применяются гибридные микропередатчики мощностью несколько десятков милливатт и приемники, обеспечивающие устойчивую связь на расстоянии до трехсот метров в диапазоне ISM (Industrial,Scientific,Medical). Режим псевдореального времени используется при передаче данных посредством коммерческих линий радиосвязи [2] (системы сотовой связи стандартов GSM и CDMA), где применение режима реального времени, сопровождающееся постоянной загрузкой канала, невыгодно из-за дороговизны подобных услуг.

Рассмотренные методы первичной обработки ЭКС позволяют легко реализовать их в портативном устройстве сбора данных для системы дистанционного кардиологического контроля, что и было сделано в [16].

Литература

1. Кореневский Н.А., Попечителев Е.П., Филист С.А. Проектирование электронной медицинской аппаратуры для диагностики и лечебных воздействий. Курск. 1999.537 с.
2. Костин А.А., Поляков A3. Универсальный монитор электрокардиосигнала с низким энергопотреблением //Элементы и устройства микроэлектронной аппаратуры. Межвузовский сборник научных трудов. Воронеж: ВПУ, 2001. С. 134-141.
3. Плотников А. В., Прилуцкий Д.А. Обмен и передача ЭКГ-информации в компьютерных системах. Стандарт SCP-ECG // Тезисы докладов Международного симпозиума "Компьютерная электрокардиография на рубеже столетий XX—XXI". Москва, 27-30 апреля 1999. С. 293-295.
4. Костин А.А., Балашов Ю.С. Монитор сердечной деятельности человека в экстремальных условиях // VIII Международная научно-техническая конференция "Радиолокация, навигация, связь". Сборник докладов. Том 1. Воронеж: ВГУ, 2002. С. 661-666.
5. Precision, low Power Instrumentation Amplifier INA 118. Burr-Brown Corporation. 1994. P. 11.
6. Куриков С.Ф., Прилуцкий Д.А., Сели-щев СВ. Применение технологии многоразрядного сигма-дельта-преобразования в цифровых многоканальных электрокардиографах. М.: Медицинская техника, 1997 №4. С. 7-10.
7. http://www.analog.com.
8. MSP430xlхх Family User's Guide. Texas Instruments Inc. 2002 P. 496.
9. eCOGl Microcontroller, low Power Communications Processor. Cyan Technology. 2002 P. 11.
10. Гольденберг Л.М. и др. Цифровая обработка сигналов: Справочник. М.: Радио и связь, 1985. 312 с.
11. lee H., Buckley К. ECG Data Compression Using Cut and Align Beats Approach and 2-D Transforms // IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 1999. Vol. 46. № 5. P. 556-564.
12. Daubechies I, Sweldens W. Factoring Wavelet Transforms into lifting Steps. Technical Report. Bell laboratories, lucent Technologies. 1996. P. 27.
13. Кардиомониторы // Барановский АЛ., Калиниченко А.Н., Манило Л.А. и др. Аппаратура непрерывного контроля ЭКГ: Учеб. пособие для вузов. Под ред. А.Л. Барановского и А.П. Немирко. М.: Радио и связь, 1993. 248 с.
14. Zigel Y. Cohen A. On the Optimal Distortion Measure for ECG Compression. EMBEC99. Vienna, Nov. 1999 P. 1618-1619
15. Костин А.А. Передача электрокардиосигнала по радиоканалу в системе локального дистанционного кардиомониторинга // IX Международная научно-техническая конференция "Радиолокация, навигация, связь". Сборник докладов. Воронеж: НПФ "САКВОЕЕ", 2003. Том 2. С. 1296-1302.
16. Балашов Ю., Козлов Д., Костин А. Проектирование регистраторов электрокардиосигнала для системы дистанционного мониторинга электрокардиограмм // Chip News. 2003 № 8. С. 46-50
    
    

    ---